超声系统的运作及功能描述-论文.doc

超声系统的运作及功能描述超声系统的运作及功能描述超声系统的运作概述 超声诊疗系统向人体发射含超声能量的短小波群，由于组织的阻抗 特点不同，波遇到声界面时就形成回声，系统通过这一原理提供病人体内器官的影像。 扫描系统测量反射的强度，时间，方向。 信息处理后用于超声波显示。运作原理 超声能或超声，指超越人类听觉范围的高频率的声波（高于20000兆赫）。2至20 兆赫的声频典型运用于诊疗造影， 7。5-20兆赫被认为是诊断浅表结构或称 小器官的最佳频率。超声波发出的物理振动需要细胞作为传播媒介。因为它们具有普通波的反射，折射，衍射的特性，就可预先按要求将它们定位，聚束，反射。敷了超声藕合剂后的皮肤表面将接触一个由一个或多个压电单元组成的传感器。传感器把电信号转换成可传播给组织的超声能量。一些超声能量转入体内后遇到了产生的反射密度不同的两种组织的边界，就会返回表面。传感器把回声再次转换成电信号。组织声阻抗特性相差越大，反射的机率越高。 通过回声，及回声间的时间间隔可确定组织的性质及它们的边界。有各种类型的传感器可供使用，传感器发射的波束频率取决于压电晶体的厚度。发射频率高的传感器产生短的波长和细的波束，提高图像的分辨率；但是，较高频率的超声能更易被组织吸收，探测可及深度也会降低。 当不要求深部组织的测量时（如小器官研究），可采用较高的频率取得优化的图像分辨率。 超声系统包括一个由操作者自行调节的辅助系统，可增加较远界面的放大倍数。扫描仪测定回声的强度，时间间距和方向。这一信息处理之后形成超声波显示。 现有各种模式可显示回声：B-Mode（灰度被调制的模式）显示二维图像；每个回声表示被研究区域的一个横断面切片。较大的回声产生较亮显示。当传感器将脉冲超声波束电子式或物理式地扫射到成象平台上，图像就产生了。 图片每秒更新以产生一个活动的图像，而扫射决定更新发生的频率。M-Mode, 或 motion mode， 用一位置固定的脉冲束产生单一的扫描线时刻分辨组织的运动。因为它的高帧频, M-mode可产生高速运动组织的一维图像显示（如数次心跳时的瓣膜）。在多数单元里，二维的图像上有一个光标可以划线界定M-mode显示范围。在检测运动的组织如心脏时，M-mode。 B-mode的同时运用特别有用。 实时扫描仪产生两种形状的图形：矩形，锲形或扇形。 每种皆由具不同医疗指示功能的各种不同的传感器产生。 矩形图像由可包含128或更多独立压电单元,线阵长度范围在3-10厘米的线阵传感器产生。 每次线扫射会产生一张新的断面图, 更新显示。 各种方法, 如特殊的发射接收相位延迟技术可用于显著改善波的聚束和图像质量。 因为探头阵列的整个长度都将与病人皮肤接触, 会获得一个大范围的靠近传感器的组织的图像显示。 但是要使阵列较大的表面完整的与皮肤接触一般比较困难。 另外, 对于线阵传感器而言, 要获得位于障碍物下的组织像骨骼, 气囊的图像就很困难。 扇形传感器的表面较小, 它可在扫查平台范围内的不同方向上发射和接收超声波, 可以获得位于障碍物下的组织的图像。 但是,扇形传感器的图像显示范围有限。 扇形扫描目前有两种传感器配置: 机械式( 单晶片和环阵) 和非机械式(相控阵, 线阵和凸阵探头)。 没有活动部件的电子传感器一般比有活动部件和马达的机械式传感器更小, 更易操作。 但是, 电子阵列传感器需要更先进的电子定时系统, 当前它还不能达到环阵技术所达的探测深度和高频率。机械式和非机械式的探头都通过扫射, 以每秒50幅图像的速度更新显示。 通常, 高的图像更新率是通过提高形成超声波图像的声线的密度来提高图像质量的。 根据不同的超声波系统, 图像的更新率可被固定, 选择, 由操作者自行调节, 或依操作者选定的视图尺寸自动建立。 尽管多数的扫描仪的扇形角度是固定的, 有些允许一定范围内的角度调节。 扫描转换系统将图像显示在标准的PC显示器上。 扫描过程中, 转换器将分散的灰度梯度(灰度)分配到回声的振幅水平上; 灰度的数量取决于图像记忆的每个水平和垂直点上可储存多少比特的信息。 冻结的图像可由宝丽来或 X光电影摄像机记录。 一些系统在图像被存储后允许操作者放大其显示, 另一些可进行时实的图像放大。 有些单元允许将图像记录在VCR上, 留待将来再放映和分析。 多数扫描仪提供预先或事后的处理功能, 使操作者可通过调节图像的纹理和灰度来优化图像质量。 最大的探测深度并非超声波穿透的实际深度,而是指超声显示所提供的空间,由传感器, 信号处理特性等许多因素决定。 一般, 操作者可以选择图像显示的深度, 范围。 叠加在横截面扫描图上的数字式电子光标卡尺可精确测量被扫描的组织。 卡尺还可用于定位,测量组织的面积,周长和体积。 键盘用于选择信息显示,如病人的姓名, 日期, 研究类型。 数据输入键盘可通过有些系统与电脑连接, 操纵显示图像。 具多普勒功能的扫描仪运用多普勒效应确定血流的方向和速度。 这个原理告诉我们声波从正在离开传感器的物体(这里指血细胞)反射回来时, 频率提高, 而当它们从正向传感器靠近的物体反射回来时, 频率降低。 CW多普勒, 最简单的模式, 沿波束的路径吸收所有运动反射体的流动信息, 而且不可选择深度。 CW多普勒就这样提供最大速率。 相反, PW多普勒由于混崤干扰, 无法用于较高的速率。 PW多普乐让用户通过使用叠加在二维图像上的光标选择感兴趣的流动分析范围。 传感器发射的声脉冲可选择从不同深度获得信息,从而确定目标领域和血流的精确位置。 多普勒软件包括一个波谱分析程序,它分别以时间和频率变换为横、纵坐标显示曲线图, 图像的灰度随接收信息的强度或振幅变化, 从而表明有关的血流量。 CFM Module以色彩的变化表示信号的强度。 分析软件使用FFT, 一种高速的抽样方法, 使多普勒的变化信号数字化并进行复杂的计算。 FFT分析软件提供了几种显示构式,包括峰值式, 平均值式, 最频值式和百分比带宽。 峰值显示提供目前最大速率值, 平均值显示提供当前所有速率的平均数值, 最频值显示提供当前最频繁的速率值。 百分比带宽指出被测频率的范围。 不正常的显示表明有狭窄或堵塞的可能。这些显示方式可由生产者重新配置,但对基本的医疗运用而言,基本的峰值和平均值的配置已够用。 血管的超声波图像将与波谱分析一起运用, 更精确的构画出血管及其障碍物的情形。 CFM和二维扇形扫描是两种最常见的分析血流的图像技术。 CFM产生一个管内血流的静态图, 由灰度和色彩编码来确定血流的数量。 二维图只基本显示血管的形状,并不精确勾画其结构。 相反, 二维的扇形扫描产生一个血管结构的剖视图, 根据帧频接近实时的每秒更新。多数系统可将二维扇形图像或血流图与多普勒同时显示, 另一些当使用多普勒时二维图像就被冻结, 或在可调节的间隔时间内当多普勒处于OFF时对图像实行更新。 真正的同步双重扫描仪在多普勒工作的同时提供实时的二维图像(较低的帧频)。 CFM(CDI)是一项新近的技术发展, 它同步的测定血流的方向和多条波径的多个位置上的相关血流速度。传统的二维实时技术以黑白显示心脏的结构特征, 而叠加在图像上的色彩显示血流的方向和速度。最终的图像描绘心脏和大血管的hemodynamics。 CFM补充, 加强了传统二维实时图像对医学诊断的价值, 使我们更易察觉, 断明血流方向和速度方面的反常迹象。 像彩电一样, CFM使用红,绿和蓝三色。 红色表示流向传感器方向的血流, 蓝色则反之。 白色和黄色的阴影被叠加在彩色背景上表示较高位置的血流, 绿色表示有涡流的区域, 如瓣膜狭窄处或变窄的血管。 除了涡流, 血流方向, 平均流速, CFM还可测定变化的程度。 图像基础和彩色超声A) 基本 主要目的是用超声图像进行诊断,提高对组织的解剖和血管方面的认识。 这是一个全新的研究身体器官的概念, 它在显示内部疾患的同时, 也显示由血管分布造成的组织畸形和低血流。 所有用于表面器官研究的系统必须具备B/W和彩色图像的高空间分辨率以及高度的多普勒敏感度。 以下是空间分辨率的重要组成: 纵向分辨率 横向分辨率 对比度(灰度)B) 纵向分辨率定义纵向分辨率是通过沿波束路线方向的超声束来表现图像质量的。它由超声信号的脉冲长度（频率）决定。发射/接收脉冲带宽与图像的纵向分辨率成反比。带宽越宽，分辨率越高。纵向分辨率必须有能力分辨沿波束路径方向较远距离上的两个接近的目标。传感器的频率在组成纵向高分辨率的几个不同参数中扮演重要角色。以下原则是定义最佳超声图像的根本： 高的传感器频率 提供 高的纵向分辨率由于各种细胞的组织、密度不同，射入细胞的超声波束会被相应减少。超声波束的减弱与传感器的频率直接成正比。浅表器官超声成像的另一项重要原则这样描述纵向分辨率： 高的传感器分辨率 减少细胞的超声波穿透C) 横向分辨率定义纵向分辨率通过与波束的主线平行的取样线来表现图像质量。它是由传感器发射的波束的宽度决定的。所使用的超声波束流的类型和用以减少超声波束宽度的聚焦工序的类型决定了最终获得的超声图像的横向分辨率。在传感器发射或接收超声波束的过程中，各种聚焦原理可提高横向分辨率。帧频的降低使聚焦脉冲超声波单束的发射可有更多焦点。由于不同聚焦技术被联合运用于一个超声系统，它可提供“多点”实时连续聚焦，大大提高了整个视图范围内横向分辨率的统一性。浅表结构成像需要一个大的近距离的视图。横向分辨率可由以下原理计算得出： 横向分辨率=L / 超声波线数（line） （L=视图宽）D）对比度定义对比度通过分配给不同信号振幅的灰度来表现图像质量。对比度必须能分辨身体内部组织内声阻抗方面的小差别。对于灰度和超声信号强度的特殊处理能够在整个图像上相对加强一些特定细胞结构的图形显示。在浅表结构成像中，关键要有一系列信号加工曲线（在系统的前/后处理特性中）使用户得以在对比度方面优化超声图像。E）多普勒功能原理多普勒血流探测功能的特性是能运用超声系统的高灵敏度测得最低血流速度，由多普勒分析（频率变换）获得的有关血流的信息如下：方向 速率 频谱 强度以下是参数：以下是传统多普勒功能中参数的图像显示方式：方向： 高于/低于“O”线速率： 纵轴频谱： 纵轴强度： 灰度F）色彩原理CFM 提供有关血流监测的以下参数：u 血流方向u 流速u 空间位置u 变化（涡流探测）CFM将结构解剖与生理信息用一体化格式表现，可运用于二维扇形成像，M模式或联合模式。CFM数据解释如下：流速： 由色彩（一般为红或蓝）的强度或glow scale hue的强度来表现（CFM在彩色阀中显示血流平均速率）。流向： 由彩色分布来表现位置： 通过在二维图像上叠加流动信息数据来表现变化（涡流探测）： 由绿色表现一旦获取了流动信息数据，有不同的色彩分配方法：u 红/ 蓝色彩强度u 速率/ 变化标尺（增加绿色）u 强度模式（能量多普勒）色彩条以每种具体的色彩表现不同的血流速率，它是CFM分析的参考：色彩条包括：u 流向u 色彩分配u 速率（标以Nyquist限）红色/蓝色强度是理解血流方向、速率和涡流的关键。方向：红色表示正向传感器方向靠近的血流蓝色表示正向传感器相反方向运动的血流绿色表示涡流速率：色彩强度与速率成正比涡流：代表一个从右至左强度递增的矢量速率条码速率/方差标尺（Glow Scale）后处理色彩标尺具以下功能：使用多色彩表现速率和方向不是通过单一色彩的强度变化，而是在一个弹丸上获得对血流变化更全面的观察速率/ 方差条码强度模式以传统的红/蓝条码显示流向色彩强度与回声的振幅成正比（在传统多普勒中由灰度来表示）多普勒分析的强度（散射数量）对角度的依赖性减小。正因为此强度模式更适于探测血流的低速率。能量图是一种强度模式，它在色彩条的边缘将血流强度用相同的色彩编码来表示。这使在不显示血流方向的情况下使用最大显示分辨率成为可能。有些能量图为了强调血流的彩色显示使用一个基本的背景颜色盒（蓝色）强度模式条码操作模式 系统可以几种操作模式来显示超声信息，系统的配置和使用的探头决定了可使用的模式。在联合显示模式中，系统将B模式图像显示在屏幕的上部，而频谱位于屏幕的下部。B模式成像B模式+脉冲多普勒成像B模式+彩色成像二维成像模式在二维成像模式（或称B模式）中系统实时地显示在扫描平面范围内组织的二维图像。B模式下，探测的深度，视图范围、频率和超声图像的处理都可调节以获取更详尽的信息，满足高精确度诊断的要求。频谱多普勒模式多普勒可检测血流在血管内或心脏内的情况。在频谱多普勒模式下，系统将血流的方向和速率都显示在一张曲线图中。脉冲多普勒方式下，用户可以通过在二维图像上定位多普勒光标（Beam Line）来选择要研究的血管，在多普勒光标选样窗口界定的区域内进行血流速率测定。有些系统可以同时显示B模式图像和多普勒频谱或仅仅显示多普勒频谱。彩色多普勒成像模式它可以实时显示血管中的血流运动。彩色多普勒的信息加在B模式图像上。朝向探头的血流表现为红色。反之则为蓝色。彩色代表采样区域内血流平均速率。有些超声系统可在显示器上同时表现B模式。CFM模式及多普勒频谱或是同时显示B模式、CFM模式及M模式。M模式M模式在B模式显示图像中用取样